KR20130043372A

KR20130043372A - 중기공성 백금입자를 포함하는 전기화학식 비효소 바이오센서 및 이를 이용한 글루코스 농도 측정방법

Info

Publication number: KR20130043372A
Application number: KR1020110107435A
Authority: KR
Inventors: 박세진; 부한길; 이사람
Original assignee: 주식회사 노마디엔
Priority date: 2011-10-20
Filing date: 2011-10-20
Publication date: 2013-04-30

Abstract

본 발명은 글루코스 농도 측정을 위한 바이오센서에 관한 것으로서, 특히 중기공성 백금입자를 포함하는 전극을 이용하여 글루코스 농도를 측정하는 전기화학식 비효소 바이오센서에 관한 것이다. 본 발명에 의하면, 중기공성 백금층을 구비하는 작동 전극을 포함하며, 상기 중기공성 백금층은 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액이 금속 전극 상에서 건조되어 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오센서가 제공된다.

Description

중기공성 백금입자를 포함하는 전기화학식 비효소 바이오센서 및 이를 이용한 글루코스 농도 측정방법 {NON-ENZYME ELECTROCHEMICAL BIOSENSOR CONTAINING MESOPOROUS PLATINUM AND METHOD OF MEASURING GLUCOSE CONCENTRATION}

본 발명은 글루코스 농도 측정을 위한 바이오센서에 관한 것으로서, 특히 중기공성 백금입자를 포함하는 전극을 이용하여 글루코스 농도를 측정하는 전기화학식 비효소 바이오센서에 관한 것이다.

당뇨병은 전 세계의 약 5 %에 해당하는 인구가 겪고 있는 질병으로서, 20세기가 되면서 큰 관심의 대상이 되고 있다. 암, 에이즈와 더불어 인류가 극복해야 할 또 하나의 중요한 질병으로 여겨지는 당뇨는 인슐린의 결핍과 고혈당증에 의한 일종의 대사질환으로서, 신경계질환, 심장질환, 신장질환 그리고 실명 등의 합병증을 초래할 수 있다. 당뇨병에 걸리면 장기간 또는 평생 동안 약물로 관리하고 치료해야 하기 때문에, 주기적이고 지속적인 혈당 모니터링이 필수적으로 요구된다.

혈당 센서는 당뇨 환자들의 치료와 관리를 위한 혈당 모니터링 도구로 사용되고 있다. 1962년 L. C. Clark가 효소를 이용하여 혈당 측정법을 제안한 이래 지금까지 안전하고 정확한 혈당 측정 센서를 위한 연구가 계속 진행되고 있다. 가장 성공적인 바이오센서로 인정받고 있는 혈당 센서는 고정된 효소의 포도당 분자와의 높은 특이적 반응 특성을 이용하여 광학적 방법 또는 전기화학적 방법으로 혈당을 측정한다. 초기에는 광학식 측정 방법이 우세하였으나 최근에는 전기화학 방식이 사용되고 있다. 혈당 센서는 산업분야와 의료 분야에서의 높은 수요와 요구로 인해 일회용 센서, 연속측정형 혈당 센서, 비침습형 혈당 센서의 형태로 다양하게 연구, 발전해 나가고 있다. 가장 많이 선호되고 있는 전기화학적 혈당 측정 기술은 원리에 따라 1세대, 2세대, 3세대로 나누어지는데, 1세대 기술의 측정 원리는 효소를 채용하여 글루코스 산화 반응에 의하여 발생한 산소나 과산화수소를 측정하는 방법이다. 2세대 기술은 산소나 과산화수소 대신에 매개물질(mediator)를 이용하여 더욱 빨리 전자를 전달하도록 하여 센서의 성능을 향상시킨 것으로서, 현재 일회용 혈당 측정 센서의 원리로서 널리 사용되고 있다. 3세대 기술의 측정원리는 과산화수소나 매개물질의 도움을 받지 않고 탄소나노튜브 등의 나노기술을 이용하여 효소로부터 전극까지 직접 전자를 전달하는 것이다(J. Wang, CHEMICAL REVIEWS, 2008, 108, 814825; A. Heller,B. Feldman, CHEMICAL REVIEWS, 2008, 108, 24822505).

상기한 바와 같이, 현재 사용되고 있는 대부분의 혈당 센서는 특정기질에만 선택적으로 결합하고 반응하는 효소를 사용하는 방식을 사용하고 있다. 그러나 효소식 전극은 주위환경에 따라 전극의 활성도에 영향이 많이 받기 때문에 대량 생산 시 품질 관리의 어려움, 유통기한의 제한, 제품포장비용, 높은 산소 의존성이라는 태생적인 문제점을 지니고 있다. 이러한 근본적 단점을 해결하기 위해서 효소를 사용하지 않는 비효소식 센서가 제안되었으며 현재까지도 많은 연구가 진행되고 있다(Vassilyev,Y. B., Khazova, O. A., Nikolaeva, N. N. J. Electroanal. Chem. 1985, 196, 105; Beden, B., Largeaud, F., Kokoh, K.B., Lamy, C. Anal. Chem. 1996, 41, 701; Bae, I. T., Yeager, E., Xing, X., Liu, C. C. J. Electroanal. Chem. 1991,309, 131; Sakamoto, M., Takamura, K. Bioelectrochem. Bioener. 1982, 9, 571 ; Wittstock, G., Strubing, A., Szargan, R., Werner, G. J. Electroanal.Chem. 1998, 444, 6173; Zhang, X., Chan, K.Y., You, J.K., Lin, Z.G., Tseung, A. C. C. J. Electroanal. Chem.1997, 430, 147153; Sun, Y., Buck, H., Mallouk, T. E. Anal. Chem. 2001, 73, 15991604; Shoji, E., Freund, M. S.2001, 123, 33833384). 그러나 비효소식 센서는 전극표면에서 글루코스를 직접 산화시킨다는 큰 장점에도 불구하고 다른 이온들에 의한 전극의 오염, 글루코스에 대한 선택적 반응성 등의 문제로 인하여 상용화되지 못하고 있어 더 많은 기술 개발의 발전이 요구되고 있다(Toghill Kathryn E, INTERNATIONAL JOURNAL OF ELECTROCHEMICAL SCIENCE, 2010, 5(9), 12461301).

지금까지 금속 나노 입자, 나노 크기의 탄소튜브를 사용한 비효소 혈당측정법들이 다양하게 제안되었는데, 그 중에서도 중기공성 물질을 활용한 비효소 혈당 측정방법은 바이오센서 제작의 편의성과 고성능 때문에 주목을 받고 있다. 중기공성(Mesoporous) 물질은 2~50nm의 기공구조를 갖는 무기물질을 일컫는다. 중기공성 물질은 친수성의 머리부분과 소수성의 꼬리부분으로 이루어져 있는 여러 개의 계면활성 분자들에 의하여 유도되는데, 이들은 수용액 하에서 다양한 구조의 자기 조합된 마이셀(selfassembled micell) 및 액정을 이룬다. 이러한 마이셀 또는 액정 구조에 에너지를 인가하여 유기/무기 나노복합체를 형성시키고, 계면활성제를 제거하여 중기공성 물질이 생성되도록 한다. 이러한 원리를 통하여 중기공성 백금이 개발되었으며, 그 특성에 대한 연구 및 응용들이 다양하게 이루어지고 있다. 대부분의 보고들은 전기 도금을 통하여 중기공성 물질을 생성하며 필름 등의 다양한 형태로 제작, 응용되고 있다(Gollas, B.; Elliott, J. M.; Bartlett, P. N.Electrochimica Acta 2000, 45, 37113724; Attard, G. S.; Glyde, J. C.; Goeltner, C. G. Nature 1995, 378, 366368; Birkin, P. R.; Elliott, J. M.; Watson, Y. E. Chem. Commun. 2000, 16931694). 특히, 화학적인 방법을 통하여 백금을 환원시켜 중기공성 물질을 만드는 방법이 소개되어 중기공성 물질의 제작 방법과 활용범위가 확대되기도 하였다(Attard, G. S.; Goeltner, C. G.; Corker, J. M.; Henke, S.; Templer, R. H. Angew. Chem. Int. Ed. 1997, 36, 1315; Attard, G. S.; Edgar, M.; Goeltner, C. G. Acta Mater. 1998, 46, 751758).

중기공성 물질을 포함하는 전극은 일반 평평한 구조의 전극보다 매우 큰 표면적을 지니고 있으며 중기공이라는 구조적 특징 때문에 전극과 용액 계면에서 독특한 전기화학적 반응 특성이 발생한다고 알려져 있다. 본 그룹에서도 중기공성 물질 제작과 그의 전기화학적, 구조적 특성에 대하여 연구해오고 있을 뿐만 아니라 이를 활용한 다양한 응용방식에 대해서 연구해 오고 있다(H.k.Boo, S.j.Park, B.k.Ku, Y.M.Kim, J.H.Park, H.C.Kim, T.D.Chung, J. Am. Chem. Soc., 2004, 126, 45244525; S.j.Park, Y.J.Song, J.H.Han, H.k.Boo,T.D.Chung, Electrochim. Acta, 2010, 55, 20292035; J.H.Han, E.J.Lee, S.j.Park, R.w.Chang, T.D.Chung, J. Phys. Chem. C, 2010, 114, 95469553; J.H.Han, H.K.Boo, S.j.Park, T.D.Chung, Electrochim. Acta, 2006, 52, 17881791). 특히, 중기공성 물질을 이용하여 비효소방식의 혈당 센서에 대한 연구와 개발을 계속해오고 있다(T.D.Chung, H.C.Kim, 2003, Anal. Chem., 75(13), 30463049; R.A.Jeong, J.Y.Hwang, S.Y.Joo, T.D.Chung, S.j.Park, S.K.Kang, W.Y.Lee, H.C.Kim, 2003, Biosensors & Bioelectronics, 19, 313319, S.G.Joo, S.J.Park, T.D.Chung, H.C.Kim, Anal. Sci., 2007, 23(3), 277281).

본 발명의 목적은 제작이 용이한 중기공성 백금입자를 사용하는 전기화학식 비효소 바이오센서를 제공하는 것이다.

본 발명의 또 다른 목적은 중기공성 백금입자를 사용하는 전기화학식 비효소 바이오센서를 이용하여 글루코스 농도를 측정하는 방법을 제공하는 것이다.

상기한 본 발명의 목적을 달성하기 위하여,

본 발명의 일 측면에 따르면, 중기공성 백금층을 구비하는 작동 전극을 포함하며, 상기 중기공성 백금층은 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액이 금속 전극 상에서 건조되어 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오센서가 제공된다.

상기 혼합액은 접착성 물질을 더 포함할 수 있다.

상기 접착성 물질은 폴리비닐아세테이트일 수 있다.

상기 접착성 물질은 수용성 접착제일 수 있으며, 이때 상기 수용성 접착제는 폴리비닐알코올 또는 카복시메틸셀룰로오스를 포함할 수 있다.

상기 혼합액은 밀도 조절용 물질을 더 포함할 수 있으며, 이때 상기 밀도 조절용 물질은 실리카 재질, 고분자 재질 또는 염일 수 있다.

상기 중기공성 백금입자는 화학적 환원 방법에 의해 제조되는 것일 수 있다.

상기 작동 전극은 상기 중기공성 백금층 상에 형성된 보호막을 더 구비할 수 있다. 이때, 상기 보호막은 나피온 용액, 나피온, 켈-에프 혼합액, 엠피씨 용액을 침지후 건조하여 형성될 수 있다.

상기한 본 발명의 목적을 달성하기 위하여,

본 발명의 다른 목적에 따르면, 상기한 바이오센서에 전압을 인가하는 전압 인가 단계; 및 상기 전압 인가 단계에서 측정한 전류세기를 분석하는 단계를 포함하는 글루코스 농도 측정 방법이 제공된다.

상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 기준전극 대비 일정하게 고정될 수 있다.

상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 기준전극 대비 0.4V로 고정될 수 있다.

상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 시간에 따라 변할 수 있다.

상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 일정 속도로 상승할 수 있다.

상기 일정 속도는 19.5 mV/s 내지 20 mV/s일 수 있다.

상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 기준전극 대비 0.35V에서 0.45V로 변할 수 있다.

글루코스 농도는 상기 전류세기의 최종값을 이용하여 얻을 수 있다.

글루코스 농도는 상기 전류세기에 대한 특정시간에서의 미분값을 이용하여 얻을 수 있다.

본 발명에 의하면 앞서서 기재한 본 발명의 목적을 모두 달성할 수 있다. 구체적으로는, 작동전극에 형성되는 중기공성 백금층이 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액에 의해 형성되므로, 제작방법이 용이해진다.

또한, 중기공성 백금층 상에는 보호막이 형성되므로 전극의 내구력이 향상되어 전극의 생체적합성이 향상된다.

그리고, 작동전극에 인가되는 전압을 고정하거나 변화를 주어 글루코스 농도의 측정이 가능하므로 다양한 방법으로 글루코스 농도를 측정하는 것이 가능하다.

본 발명에 따르는 나노다공성 금속 입자를 사용한 전기화학식 비효소 글루코스 센서는 나노 기술을 이용한 바이오 센서의 상용화의 기회를 제공한다. 나노 기술이 적용된 물질 개발 및 센서 개발에 대한 논문 및 특허가 계속 보고되어 왔으나 상용화된 사례가 없었지만 본 발명에 의한 금속 입자를 사용한 전기화학식 비효소 글루코스 센서 기술은 대량 생산이 가능한 방법을 제시함으로써 상용화의 기회를 제공하는 것이다. 또한 본 발명에 의한 금속 입자를 사용한 전기화학식 비효소 글루코스 센서 기술은 기존의 효소 방식 글루코스 센서의 문제점을 해결할 수 있는 기회를 제공한다. 효소 방식 글루코스 센서가 지니고 있는 품질 관리의 어려움, 유통기한의 제한, 제품포장비용, 높은 산소의존성이라는 문제점들을 화학적으로 안정하고 재현성있게 대량 생산이 가능한 나노다공성 금속으로 대체함으로써 효소 방식의 글루코스 센서의 단점을 극복할 수 있는 기회를 제공한다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 중기공성 백금입자를 포함하는 전극의 사시도이다.
도 2 및 도 3은 도 1에 도시된 전극에 사용하기 위하여 화학적 환원법에 의해 제작된 백금입자의 주사전자현미경(SEM) 사진 및 투사전자현미경(TEM) 사진이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따라 보호막이 형성된 중기공성 입자를 포함하는 바이오센서의 주사현미경(SEM) 사진이다.
도 5 및 도 6은 완충액에서 도 1에 도시된 전극의 글루코스와 방해물질에 대한 전류신호의 변화 및 그에 대한 정량 곡선이다.
도 7 및 도 8은 완충액에서 인가전압을 변화시키면서 도 1에 도시된 전극의 글루코스 농도에 따른 전류신호 변화 및 그에 대한 정량 곡선이다.
도 9 및 도 10은 혈청환경에서 보호막이 형성된 중기공성 백금 입자를 포함하는 전극의 글루코스 변화에 대한 전류신호 변화 및 측정된 전류신호에 대한 정량 곡선이다.

20세기에 들어오면서 암, 에이즈와 더불어 인류가 극복해야 할 또 하나의 중요한 질병으로 여겨지는 당뇨병은 밀도 높은 관리를 필요로 하기 때문에 주기적이고 지속적인 혈당 모니터링이 필수적이다. 본 발명은 효소나 매개물질을 사용하지 않고 전극표면에서 글루코스를 직접 산화시켜 혈당을 측정하는 비효소식 측정방법이 제안하여, 현재 많이 사용되고 있는 효소식 혈당 센서가 지니는 품질 관리의 어려움, 유통기한의 제한, 제품포장비용, 높은 산소 의존성이라는 태생적인 한계점을 극복하고자 하였다. 본 발명은 중기공성 백금 입자를 화학적 방법으로 환원시킨 후 바이오센서의 작동전극으로 활용할 수 있는 혼합액을 만들고, 혈액과 같은 생체물질에서 미지의 생체 단백질로부터 센서를 보호하여 내구성이 높아지고 생체적합성이 향상된 센서를 제작하며 이를 활용하여 일정한 전압을 전극에 계속적으로 인가하여 전류의 변화를 연속적으로 측정하는 방법과 전압을 변화시켜가며 수초의 짧은 시간 동안의 전류변화를 분석하여 혈당의 변화를 측정할 수 있음을 새롭게 제시하여, 중기공성 물질을 포함하고 활용하는 비효소 방식의 전기화학적 혈당측정분야의 기술발전에 기여하고자 한다.

도 1에는 본 발명의 일 실시예에 따른 중기공성 백금입자를 포함하는 전극이 도시되어 있다. 도시된 전극은 샘플을 측정하는 전기화학식 바이오센서에서 작동전극으로 사용된다. 전극(100)은 전기 절연 물질로 이루어지는 기저층(110)과, 상기 기저층(110) 상에 형성된 금속 전극층(120)과, 상기 금속 전극층(120) 상에 형성되는 절연층(130)과, 중기공성 백금입자층(140)을 포함한다. 본 실시예에서는 기저층(110)으로 가로 1.2cm, 세로 3cm의 폴리에틸렌 필름을 사용한다. 금속 전극층(120)은 기저층(110) 상에서 길게 연장되는 패턴으로 형성된다. 본 실시예에서 금속 전극층(120)은 기저층(110) 상에 탄소가 스크린 프린트되어 형성되는 것을 설명한다. 그러나 본 발명에서 금속 전극층(120)은 금이나 은과 같은 다른 금속재질로 이루어질 수도 있다. 금속 전극층(120)의 외부와의 절연을 위해 절연층(130)이 금속 전극층(120) 위에 형성된다. 본 실시예에서는 절연층(130)으로서 폴리에틸렌 막이 사용되는 것으로 설명한다. 금속 전극층(120)의 일부는 측정기기와의 연결을 위해 절연층(130) 바깥으로 노출된다. 또한, 절연층(130)에는 금속 전극층(120)의 일부를 노출시키기 위한 지름 1 내지 2mm의 구멍(131)이 형성된다. 구멍(131)으로 노출된 금속 전극층(120)에 중기공성 백금입자층(140)이 형성된다.

중기공성 백금입자층(140)은 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액을 해당 위치에 떨어뜨린 후 40℃에서 건조시켜서 형성된다. 중기공성 백금입자를 포함하는 전극은 약 400 Ω정도의 전체저항을 지니며 200정도의 표면 거칠기(Roughness Factor) 값을 가진다. 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액은 다음과 같은 방법에 은 화학적 환원 방법에 의해 제작된 나노미터 크기의 중기공 구조를 갖는 백금입자와 접착 성분 용액을 혼합하여 제작된다. 중기공성 백금입자층(140) 형성에 사용되는 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액의 제조를 보다 상세히 설명하면 다음과 같다.

중기공성 백금입자는 화학적 환원 방법을 이용하여 예를 들어 다음과 같은 제조 방법으로 제조된다. 먼저, Tx100 50 g, H₂PtCl₆ 1 g, 증류수 30.7 g을 혼합하고, 혼합물이 균질화 되도록 잘 섞어준 후 40 ^oC로 준비된 오븐에 넣어둔다. 다음, 균질화된 혼합물에 1 M ascorbic acid용액을 18.3 ml넣고 백금을 환원시킨다. 이때 용액의 안정화를 위해서 40 ^oC로 온도를 계속 유지시킨다. 백금 환원의 정도는 1 M ascorbic acid용액을 넣은 후 용액의 색깔이 변화하는 것으로 확인할 수 있다. 환원이 진행된 용액에 증류수를 첨가하여 혼합물을 희석시키면서 계면활성제 성분을 제거한다. 이때, 0.3 M HCl 용액을 추가로 넣어 혼합액을 희석시키면서 계면활성제 성분을 제거해 주면 더욱 효과적이다. 원심분리를 통하며 환원으로 얻어진 중기공성 입자들을 모을 수 있다. 얻어진 중기공성 입자들을 잘 말린 후 곱게 갈아 powder 형태로 만든다. 화학적 방법으로 환원하여 제조된 중기공성 백금의 특징은 attard 그룹 등에서 그 특징을 보고한바 있다(Attard, G. S.; Goeltner, C. G.; Corker, J. M.; Henke, S.; Templer, R. H. Angew. Chem. Int. Ed. 1997, 36, 1315; Attard, G. S.; Edgar, M.; Goeltner, C. G. Acta Mater. 1998, 46, 751758). 도 2 및 도 3은 위에서 제시한 방법에 따라 제작된 중기공성 백금입자의 전자현미경 사진들이다. 도 2를 통해 주사전자현미경 측정결과 화학적 방법에 의하여 환원되어 생성된 수십에서 수백 나노미터에 이르는 백금 입자들을 확인할 수 있고, 도 3을 통해 투사전자현미경 측정결과 제조된 백금입자들은 수 나노 크기의 포러스한 구조를 지닌 중기공성 백금입자 인 것을 확인할 수 있다.

접착 성분을 가진 용액은 적정비율의 증류수와 에탄올을 혼합한 용액에 접착 성질을 가진 고분자 물질인 폴리비닐아세테이트(polyvinyl acetate, PVAC)을 녹인 것을 사용한다. 이와는 달리 접착 성질을 가진 고분자 물질로는 폴리비닐알코올(polyvinyl alchohol, PVA), 카르복실메틸셀룰로오스(carboxymethyl cellulose, CMC)와 같은 수용성 접착제가 사용될 수 있다.

중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액은 전체 혼합액 부피의 1 %에 해당하는 양의 중기공성 백금입자를 접착성분 용액에 넣어 서로 잘 섞이도록 한 후 원액(stock solution)을 완성시킨다. 완성된 혼합액 원액은 콜로이드 상태와 흡사하며, 전체적으로 검은색을 띈다. 원액은 상온에서 보관한다. 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액에는 밀도조절용 물질이 더 혼합될 수 있다. 이때, 밀도조절용 물질로는 실리카(SiO₂), 고분자(polymer), 염(salt)이 사용될 수 있다.

도 1에 도시된 중기공성 백금입자를 포함하는 전극에는 보호막이 형성될 수 있다. 도 4에는 중기공성 백금입자를 포함하는 전극 위에 보호막이 형성된 상태의 주사현미경(SEM) 사진이 도시되어있다. 전극을 위한 보호막은 혈액 등 생체물질에서 혈당을 측정할 때 전극의 작동부를 미지의 단백질이나 반응물로부터 보호하고, 전극의 내구력을 향상시켜 전극의 생체적합성을 향상시키기 위함이다. 보호막 형성에는 나피온 용액(5 % Nafion in low aliphatic alcohols and water), 나피온과 켈에프(KelF oil) 혼합액, 엠피씨 용액을(MPC, 0.1 wt% 2methacryloyloxyethyl phosphorylcholine) 사용한다. 나피온 켈에프 혼합용액은 5 % 나피온 용액과 8 % 켈에프용액을 1 : 2의 부피비율로 혼합하여 준비한다. 보호막의 제작은 중기공성 백금입자를 포함하는 전극을 준비된 용액들에 침지시키고 건조시키는 방법을 통하여 제작한다. 먼저 나피온 용액에 전극을 침지시킨 후 꺼내어 60 ˚C의 오븐에서 10 분 동안 건조시킨다. 그 후, 일정량의 나피온, 켈에프 혼합용액을 센서 작동 부 형태의 주형 틀에 넣고 전극을 침지시킨 상태에서 60 ˚C로 5 시간 동안 건조시킨다. 마지막으로 엠피씨 용액에 15 초 동안 침지시킨 후 꺼내어 60 ˚C의 오븐에서 18 시간 동안 건조시켜 전극을 위한 막을 완성한다.

전기화학식 바이오센서를 이용한 완충액에서의 혈당측정 1

완충액(phosphate buffered saline solution, 0.1 M phosphate 및 0.15 M NaCl, pH 7.4, 25 ^oC)에 중기공성백금 입자를 포함하는 전극을 넣고 글루코스, 아스코르빈산(ascorbic acid, AA) 또는 아세트 아미노펜(acetaminophen, AP)을 첨가해가며 연속적으로 전류의 변화를 측정하였다. 글루코스의 농도변화는 생체의 정상농도인 4~6 mM 영역을 포함하는 농도인 0 ~15 mM에서 변화시켰으며, 글루코스 센서의 전기화학적 방해물질이라고 알려진 AA와 AP도 생체에 존재하는 농도만큼을(AA : 0.11 mM, AP : 0.17 mM) 첨가해 가면서 전류신호의 변화를 측정하였다. 농도를 변화시키거나 방해물질을 넣어 준 후에는 스터(stir)를 이용하여 실험 환경 내 용액의 농도분포를 고르게 형성시켜주었다. 사용한 전압은 기준전극 대비 0.4 V로 고정하였다. 도 5 및 도 6은 전기화학식 바이오센서의 글루코스와 방해물질에 대한 반응을 전류신호의 변화로 보여주고 있다. 글루코스에는 급격한 반응이 있는 반면 방해물질에서는 반응이 작게 일어나 글루코스에 센서로서 반응하고 있음을 알 수 있다. 또한 전기화학적으로 반응이 느리다고 알려진 글루코스의 반응이 농도변화에 따라 급격하게 변화하고 있으며, 전기화학적으로 반응이 빠르다고 알려진 AA와 AP같은 물질의 반응이 글루코스의 반응 정도 보다 상대적으로 작게 나타나고 있어 중기공성 구조에 의한 선택성을 지니는 유효 적절한 반응이 일어나고 있음을 확인할 수 있다.

전기화학식 바이오센서를 이용한 완충액에서의 혈당측정 2

완충액(phosphate buffered saline solution, 0.1 M phosphate 및 0.15 M NaCl, pH 7.4, 25 ^oC)을 준비하고 글루코스를 첨가하여 농도를 변화시킨 용액에 중기공성 백금 입자로 형성된 전극을 넣은 후 생체의 정상농도인 4~6 mM 영역을 포함하는 농도인 0, 3, 6, 10, 15, 20, 25, 30 mM로 각각 변화시켜 전류신호의 변화를 측정하였다. 글루코스를 넣어 준 후에는 스터(stir)를 이용하여 실험 환경 내 용액의 농도분포를 고르게 형성시켜주었고 측정간의 시간 차이는 2분으로 일정하게 유지시킨다. 전극에 인가해준 전압은 시간에 따라 변화를 주었으며 기준전극 대비 0.35 V에서 0.45 V로 하였다. 실질적으로 20 mV/s의 속도(19.5 mV/s 내지 20.5 mV/s)로 인가해준 전압을 상승시켰으며, 측정시간은 5초이다. 그림 7 및 도 8은 전기화학식 바이오센서가 글루코스의 농도 변화에 따라 응답한 전류신호를 보여주고 있다. 인가한 전압을 상승시켜주면서 글루코스의 농도를 측정하면 수초의 짧은 시간 동안에도 그 변화를 확인할 수 있었고 글루코스의 변화에 대한 전류신호들은 측정을 마친 최종 값에서뿐만 아니라 특정시간에서의 미분 값 등을 통하여서도 글루코스 농도변화에 따른 변화를 확인할 수 있다.

전기화학식 바이오센서를 이용한 혈청에서의 혈당측정

중기공성 백금 입자로 형성된 전극에 도 4에 도시된 바와 같은 적절한 폴리머들의 조합들로 보호막을 생성시킨 후 생체에서 얻어진 혈청에 중기공성백금 입자를 포함하는 전극을 넣고 글루코스 첨가해가며 연속적으로 전류의 변화를 측정하였다. 약 2~3 mM씩 글루코스의 농도를 변화시켜 가며 3 mM 부터 30 mM까지의 범위에서 전류신호의 변화를 측정하였다. 글루코스 농도를 변화시켜 준 후에는 스터(stir)를 이용하여 실험 환경 내 용액의 농도분포를 고르게 형성시켜주었으며, 사용한 전압은 기준전극 대비 0.4 V로 고정하였다. 도 9 및 도 10은 전기화학식 바이오센서의 글루코스 변화에 대한 전류신호의 변화를 보여주고 있다. 완충액에서의 실험처럼 큰 신호의 변화는 아니지만 생체에서 얻어진 혈청에서 글루코스의 변화를 측정할 수 있었다.

이상 실시예를 들어 본 발명을 설명하였으나, 본 발명은 이에 제한되는 것은 아니다. 상기 실시예는 본 발명의 취지 및 범위를 벗어나지 않고 수정되거나 변경될 수 있으며, 당업자는 이러한 수정과 변경도 본 발명에 속하는 것임을 알 수 있을 것이다.

100 : 전극 110 : 기저층
120 : 금속 전극층 130 : 절연층
140 : 중기공성 백금입자층

Claims

중기공성 백금층을 구비하는 작동 전극을 포함하며,
상기 중기공성 백금층은 중기공성 백금입자를 포함하는 혼합액이 금속 전극 상에서 건조되어 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 1에 있어서,
상기 혼합액은 접착성 물질을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 2에 있어서,
상기 접착성 물질은 폴리비닐아세테이트인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 2에 있어서,
상기 접착성 물질은 수용성 접착제인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 4에 있어서,
상기 수용성 접착제는 폴리비닐알코올 또는 카복시메틸셀룰로오스를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 2에 있어서,
상기 혼합액은 밀도 조절용 물질을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 6에 있어서,
상기 밀도 조절용 물질은 실리카 재질, 고분자 재질 또는 염인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 1에 있어서,
상기 중기공성 백금입자는 화학적 환원 방법에 의해 제조되는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 1에 있어서,
상기 작동 전극은 상기 중기공성 백금층 상에 형성된 보호막을 더 구비하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 9에 있어서,
상기 보호막은 나피온 용액, 나피온, 켈-에프 혼합액, 엠피씨 용액을 침지후 건조하여 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
청구항 1 내지 청구항 10 중 어느 하나의 청구항에 따른 바이오센서에 전압을 인가하는 전압 인가 단계; 및
상기 전압 인가 단계에서 측정한 전류세기를 분석하는 단계를 포함하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 11에 있어서,
상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 기준전극 대비 일정하게 고정된 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 12에 있어서,
상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 기준전극 대비 0.4V로 고정되는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 11에 있어서,
글루코스 농도는 상기 전류세기의 최종값을 이용하여 얻는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 11에 있어서,
상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 시간에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 15에 있어서,
상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 일정 속도로 상승하는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 16에 있어서,
상기 일정 속도는 19.5 mV/s 내지 20 mV/s인 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 15에 있어서,
상기 전압 인가 단계에서 상기 작동전극에 인가되는 전압은 기준전극 대비 0.35V에서 0.45V로 변화하는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 15에 있어서,
글루코스 농도는 상기 전류세기의 최종값을 이용하여 얻는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.
청구항 15에 있어서,
글루코스 농도는 상기 전류세기에 대한 특정시간에서의 미분값을 이용하여 얻는 것을 특징으로 하는 글루코스 농도 측정 방법.